JP6195267B2

JP6195267B2 - Blood pressure estimation device, blood pressure estimation system, and control program

Info

Publication number: JP6195267B2
Application number: JP2013113486A
Authority: JP
Inventors: 鈴木　哲; 哲鈴木; 義史隅岡
Original assignee: Kansai University
Current assignee: Kansai University
Priority date: 2013-05-29
Filing date: 2013-05-29
Publication date: 2017-09-13
Anticipated expiration: 2033-05-29
Also published as: JP2014230671A

Description

本発明は、被検者に触れることなく血圧の推定値を算出する血圧推定装置に関する。 The present invention relates to a blood pressure estimation device that calculates an estimated value of blood pressure without touching a subject.

一般的な血圧測定方法として、直接法と間接法とが知られている。直接法とは、観血的方法とも呼ばれるもので、被検者の動脈の内圧を直接連続して測定する方法である。具体的には、被検者の血管にカテーテルを導入し、血液凝固を抑制するための抗血小板凝固薬（ヘパリンなど）を血管内に微量注入しながら、血管内から血液の一部をカテーテル内へ導き、血圧測定を行う方法である。この直接法は、測定される血圧値の信頼性が高いことから、手術中の血圧モニタに利用される。しかし、医療機関など以外（例えば、家庭）で手軽に実施できる血圧測定法ではなく、この方法を実施する際には衛生面での注意が必要で、合併症を起こす可能性もある。また、解析も複雑である。 As a general blood pressure measurement method, a direct method and an indirect method are known. The direct method is also called an open method, and is a method of directly and continuously measuring the internal pressure of the subject's artery. Specifically, a catheter is introduced into a subject's blood vessel, and a small amount of antiplatelet coagulant (such as heparin) for suppressing blood coagulation is injected into the blood vessel, while a part of the blood is injected into the catheter from the blood vessel. This is a method for measuring blood pressure. This direct method is used for blood pressure monitoring during surgery because the measured blood pressure value is highly reliable. However, it is not a blood pressure measurement method that can be easily performed outside of medical institutions (for example, at home), but when this method is performed, hygiene is required and complications may occur. The analysis is also complicated.

一方の間接法は、非観血的方法とも呼ばれ、被検者の血圧を非連続的に測定する方法と、連続的に測定する方法とがある。非連続的に測定する方法としては、聴診法（コロトコフ法）、振動法（オシロメトリック法）、および超音波ドップラー法が挙げられ、連続的に測定する方法としては、トノメータ（トノメトリ）法および容積補償法が挙げられる。この間接法は、基本的には、測定の際に被検者の体に接触して外力を加えるアクティブな方法である。 One indirect method is also called a non-invasive method, and there are a method of measuring the blood pressure of a subject discontinuously and a method of measuring continuously. Non-continuous measurement methods include auscultation (Korotkov method), vibration method (oscillometric method), and ultrasonic Doppler method, and continuous measurement methods include tonometer (tonometry) method and volume. A compensation method is mentioned. This indirect method is basically an active method in which an external force is applied in contact with the body of the subject during measurement.

すなわち、間接法は、減圧時に止められていた血流が再び生じる時に加えられている圧力が血圧に相当するとの考え方に基づいている。このため、間接法では、被検者の血管に加圧して血流が止められた状態を作り、その後、血流が生じるまで徐々に減圧する工程が含まれる。被検者の体の一部に圧力を加える器具としては、カフやマンシェットなどが知られている。間接法は、自動で血圧を測定する血圧計に利用されており、間接法を利用した血圧計は、医療上の専門技術を必要とせず手軽であり、健康診断や家庭での日常的な健康管理などの用途に広く用いられている。 That is, the indirect method is based on the idea that the pressure applied when the blood flow that has been stopped at the time of depressurization occurs again corresponds to the blood pressure. For this reason, the indirect method includes a step of applying pressure to the blood vessel of the subject to create a state in which the blood flow is stopped, and then gradually reducing the pressure until blood flow is generated. A cuff, a manchette, etc. are known as an instrument which applies pressure to a part of a subject's body. The indirect method is used for sphygmomanometers that automatically measure blood pressure, and the sphygmomanometer that uses the indirect method is simple and does not require medical expertise, and is suitable for health checkups and daily health at home. Widely used for applications such as management.

ここで、図８を参照して、上記の直接法または間接法で測定される血圧値について簡単に説明する。図８はヒトの血圧値の経時的変化を模式的に示したものである。血圧は、心臓の拍動によって生じるものであり、収縮期に上昇し、拡張期に下降する。このため、血圧値の経時変化は、図示のような周期的な変動となる。 Here, the blood pressure value measured by the direct method or the indirect method will be briefly described with reference to FIG. FIG. 8 schematically shows changes over time in blood pressure values of humans. Blood pressure is generated by the heartbeat and rises during systole and falls during diastole. For this reason, the temporal change of the blood pressure value becomes a periodic fluctuation as shown in the figure.

この波形において、一周期における血圧の最大値を収縮期血圧（最高血圧）と呼び、図８では、 In this waveform, the maximum value of blood pressure in one cycle is called systolic blood pressure (maximum blood pressure).

と表記している。 It is written.

一方、一周期における血圧の最小値を拡張期血圧（最低血圧）と呼び、図８では、 On the other hand, the minimum value of blood pressure in one cycle is called diastolic blood pressure (minimum blood pressure).

と表記している。また、脈圧Ｐ_ｐは、 It is written. The pulse pressure P _p is

として算出され、平均血圧Ｐ_ａｖｅは、 And the mean blood pressure P _ave is

として算出される値である。脈圧Ｐ_ｐは、太い血管に生じる動脈硬化の指標とされ、平均血圧Ｐ_ａｖｅは、細い血管の動脈硬化の指標とされる。 Is a value calculated as The pulse pressure P _p is an index of arteriosclerosis occurring in a thick blood vessel, and the average blood pressure P _ave is an index of arteriosclerosis of a thin blood vessel.

ここで、病院や保健所で看護師や医師を目の前にすると血圧が異常値を示す「白衣血圧」と呼ばれる現象が知られているように、血圧は被検者の情動の変化によって敏感に変化する。そのため、被検者の血圧を計測する場合、理想的には、血圧が計測されていることに被検者が無自覚であることが望ましい、と考えられている。 Here, blood pressure is sensitive to changes in the subject's emotions, as is known as a “white blood pressure” phenomenon in which abnormal blood pressure is seen when nurses and doctors are seen in front of the eyes in hospitals and public health centers. Change. For this reason, when measuring the blood pressure of a subject, it is ideally desirable that the subject is unaware that the blood pressure is being measured.

しかし、間接法による血圧測定を受ける被検者は、指先あるいは上腕部など体の一部にカフやマンシェットを取り付けられ、該体の一部を加圧され、また、血圧測定の際に作動するポンプ、およびサーボモータが発する音を聞くことになる。また、カフ圧によって圧迫された箇所においてうっ血が生じる可能性があり、高血圧患者や高齢者に対する負担を強いる。さらに、被検者の皮膚の状態によってはカフの取り付けが困難である場合もある。したがって、上述の間接法は、被検者にストレスを感じさせることなく血圧を測定することができないので、理想的な血圧測定法とはいえない。 However, a subject who receives blood pressure measurement by the indirect method has a cuff or manchette attached to a part of the body such as a fingertip or an upper arm, and the part of the body is pressurized, and operates when blood pressure is measured. You will hear the sound from the pump and servo motor. Moreover, there is a possibility that congestion may occur at the location compressed by the cuff pressure, which imposes a burden on hypertensive patients and the elderly. Further, depending on the skin condition of the subject, it may be difficult to attach the cuff. Therefore, the above-described indirect method cannot measure blood pressure without causing the subject to feel stress, and thus is not an ideal blood pressure measurement method.

このため、カフ等を用いることなく、心電信号や脈波信号などを用いて血圧の推定値を算出する方法が検討されている。例えば、下記の特許文献１には、光学式の脈波センサから得た脈波信号を解析して取得した特徴量を所定の算出式に代入することによって、血圧の推定値を算出することが記載されている。また、下記の特許文献２にも、心電信号および脈波信号から得られる特徴量を用いて血圧の推定値を算出することが記載されている。さらに、特許文献３には、超音波エコー信号を用いて血管径を測定することにより、血圧の推定値を算出する手法が開示されている。 For this reason, a method for calculating an estimated value of blood pressure using an electrocardiogram signal, a pulse wave signal, or the like without using a cuff or the like has been studied. For example, in Patent Document 1 below, an estimated value of blood pressure can be calculated by substituting a characteristic amount obtained by analyzing a pulse wave signal obtained from an optical pulse wave sensor into a predetermined calculation formula. Have been described. Patent Document 2 below also describes that an estimated value of blood pressure is calculated using feature amounts obtained from an electrocardiogram signal and a pulse wave signal. Furthermore, Patent Document 3 discloses a method for calculating an estimated value of blood pressure by measuring a blood vessel diameter using an ultrasonic echo signal.

特開２００８−３０２１２７号公報（２００８年１２月１８日公開）JP 2008-302127 A (released on December 18, 2008) 特開２０１２−０７１０１８号公報（２０１２年４月１２日公開）JP 2012-071018 A (released on April 12, 2012) 特開２００５−０２１４７７号公報（２００５年１月２７日公開）JP 2005-021477 A (published January 27, 2005)

村杉雅秀、日野恒和、板岡俊成、笠置康、ら，「オシロメトリックによる持続的血圧測定の臨床研究」，医器学，Vol.54,p.160-162，Suppl.,1984Masahide Murasugi, Tsunekazu Hino, Toshinari Itaoka, Yasushi Kasaki, et al., “Clinical Study of Continuous Blood Pressure Measurement Using Oscillometry”, Medical Instrumentation, Vol.54, p.160-162, Suppl., 1984 中村祥太，「トノメトリ法を応用した新たな血圧計の開発」，日本機械学会，福祉工学シンポジウム,p.126-128,2008Shota Nakamura, “Development of a new blood pressure monitor using the tonometry method”, Japan Society of Mechanical Engineers, Symposium on Welfare Engineering, p.126-128,2008 加茂力、米山公啓、山崎みどり、ら，「トノメトリ法を用いた非観血的連続血圧測定装置の信頼性に関する検討」，医器学，Vol.61,No.7,p.298-391,1991Kamo, K. Yoneyama, Midori Yamasaki, et al., "Study on reliability of non-invasive continuous blood pressure measurement device using tonometry method", Medical Instrumentation, Vol.61, No.7, p.298-391, 1991 山越憲一、島津秀昭、庄司孝雄、ら，「容積補償法による間接的動脈血圧連続測定装置」，医器学，Vol.48,p.54-56,Suppl.,1978Kenichi Yamakoshi, Hideaki Shimazu, Takao Shoji, et al., “Indirect arterial blood pressure measurement device by volume compensation method”, Medical Instrumentation, Vol.48, p.54-56, Suppl., 1978 神村仁弘、陸渭明、塚田章、ら，「容積補償法を用いた無侵襲長時間連続血圧測定が末梢部組織に与える影響」，信学技報，p.25-31,MBE2001-4,2001-05Jinmura K., Riku Akira, Tsukada A., et al., “Effects of non-invasive long-term continuous blood pressure measurement using volume compensation method on peripheral tissues”, IEICE Technical Report, p.25-31, MBE2001-4,2001 -05 鈴木里実、小栗宏次，「心血管特性を考慮したデータ分類による光電脈波信号を用いたカフレス血圧推定」，信学技報，p.1-4,MBE2008-70,2008-12Satomi Suzuki, Koji Oguri, “Caffres blood pressure estimation using photoelectric pulse wave signal by data classification considering cardiovascular characteristics”, IEICE Technical Report, p.1-4, MBE2008-70,2008-12 鈴木里実、小栗宏次，「高齢者の心血管特性を考慮したクラス分類による光電脈波信号を用いたカフレス血圧推定」，電気学会論文誌Ｃ，Vol.130,No.2,p.261-266,2010Satomi Suzuki, Koji Oguri, “Caffres blood pressure estimation using photoelectric pulse wave signals by classification considering the cardiovascular characteristics of the elderly”, IEEJ Transactions C, Vol.130, No.2, p.261- 266,2010

しかしながら、上記特許文献１および２の技術では、脈波信号を取得するために被検者の指先に光を照射してその反射波を受光する必要があり、心電信号を取得するために被検者に電極を装着する必要がある。また、特許文献３の技術では、超音波エコー信号を取得するためにプローブを被検者に装着する必要がある。 However, in the techniques of Patent Documents 1 and 2, in order to acquire a pulse wave signal, it is necessary to irradiate light on the subject's fingertip and receive the reflected wave. It is necessary to attach electrodes to the examiner. In the technique of Patent Document 3, it is necessary to attach a probe to a subject in order to acquire an ultrasonic echo signal.

すなわち、従来の技術では、被検者の体に直接、あるいは被検者の体のごく近傍にセンサ等を配置する必要があり、測定中であることを意識させずに、血圧を測定（血圧の推定値を算出）することはできなかった。 In other words, in the conventional technique, it is necessary to place a sensor or the like directly on the subject's body or in the immediate vicinity of the subject's body. It was not possible to calculate an estimated value.

本発明は、上記の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、被検者に意識させることなく血圧を測定（血圧の推定値を算出）することができる血圧推定装置等を提供することにある。 The present invention has been made in view of the above-described problems, and an object thereof is to provide a blood pressure estimation device and the like that can measure blood pressure (calculate an estimated value of blood pressure) without making the subject aware of it. There is to do.

上記の課題を解決するために、本発明の血圧推定装置は、生体の血圧の推定値を算出する血圧推定装置であって、上記生体の体幹部に対して照射されたマイクロ波が該体幹部で反射した反射波の信号であって、上記生体の血圧の情報を含む信号から第１心拍性信号を抽出すると共に、上記生体の四肢の何れかに対して照射されたマイクロ波が該四肢で反射した反射波の信号であって、上記生体の血圧の情報を含む信号から第２心拍性信号を抽出する心拍性信号抽出手段と、抽出された上記第１心拍性信号および上記第２心拍性信号を解析して、血圧値に相関関係のある所定のパラメータを算出するパラメータ算出手段と、算出された上記パラメータから、上記相関関係に基づく所定の演算により、上記生体の血圧の推定値を算出する血圧推定手段と、を備えていることを特徴としている。 In order to solve the above problems, a blood pressure estimation device of the present invention is a blood pressure estimation device that calculates an estimated value of blood pressure of a living body, and the microwave irradiated to the trunk of the living body is the trunk A first heart rate signal is extracted from a signal including information on blood pressure of the living body, and a microwave irradiated to any one of the extremities of the living body is reflected by the extremity. A heartbeat signal extracting means for extracting a second heartbeat signal from a signal including reflected blood wave information, and the extracted first heartbeat signal and second heartbeat signal. Analyzing the signal and calculating parameter estimation means for calculating a predetermined parameter correlated with the blood pressure value, and calculating the estimated value of the blood pressure of the living body from the calculated parameter by a predetermined calculation based on the correlation Blood pressure estimation It is characterized in that it comprises a stage, a.

また、本発明の制御プログラムは、上記課題を解決するために、生体の血圧の推定値を算出する血圧推定装置としてコンピュータを機能させるための制御プログラムであって、上記生体の体幹部に対して照射されたマイクロ波が該体幹部で反射した反射波の信号であって、上記生体の血圧の情報を含む信号から第１心拍性信号を抽出すると共に、上記生体の四肢の何れかに対して照射されたマイクロ波が該四肢で反射した反射波の信号であって、上記生体の血圧の情報を含む信号から第２心拍性信号を抽出する心拍性信号抽出ステップと、取得された上記第１心拍性信号および上記第２心拍性信号を解析して、血圧値に相関関係のある所定のパラメータを算出するパラメータ算出ステップと、算出された上記パラメータから、上記相関関係に基づく所定の演算により、上記生体の血圧の推定値を算出する血圧推定ステップと、を上記コンピュータに実行させることを特徴としている。 A control program according to the present invention is a control program for causing a computer to function as a blood pressure estimation device that calculates an estimated value of blood pressure of a living body in order to solve the above-described problem. The irradiated microwave is a reflected wave signal reflected by the trunk, and a first heart rate signal is extracted from the signal including blood pressure information of the living body, and for any one of the limbs of the living body A heartbeat signal extracting step of extracting a second heartbeat signal from a signal including reflected blood wave signals reflected by the extremities and including information on blood pressure of the living body, and the acquired first Analyzing the heart rate signal and the second heart rate signal to calculate a predetermined parameter having a correlation with the blood pressure value, and calculating the correlation from the calculated parameter. By a predetermined operation brute, and blood pressure estimation step of calculating the estimated value of the blood pressure of the living body, the is characterized in that to be executed by the computer.

上記の構成によれば、生体の体幹部に対して照射されたマイクロ波の反射波の信号、および同生体の四肢のいずれかに対して照射されたマイクロ波の反射波の信号から心拍性信号を抽出し、これらの心拍性信号を解析してパラメータを算出し、算出されたパラメータから所定の演算により血圧の推定値を算出する。マイクロ波は、視認されることがなく、マットレスや被検者の衣服などを透過し、また被検者からある程度離れた位置から照射しても反射波の信号を得ることができるため、上記の構成によれば、被検者に意識させることなく血圧の変動を推定（血圧の推定値を算出）することができる。 According to the above configuration, the signal of the reflected wave of the microwave irradiated to the trunk of the living body, and the heartbeat signal from the signal of the reflected wave of the microwave irradiated to any one of the extremities of the living body Are extracted, parameters are calculated by analyzing these heartbeat signals, and an estimated value of blood pressure is calculated from the calculated parameters by a predetermined calculation. Microwaves are not visually recognized, can pass through the mattress, the subject's clothes, etc., and can obtain a reflected wave signal even when irradiated from a certain distance from the subject. According to the configuration, it is possible to estimate a change in blood pressure (calculate an estimated value of blood pressure) without making the subject aware of it.

なお、本願の発明者らによる研究により、マイクロ波が生体で反射した反射波には、血管の伸展性や剛性に関する情報が含まれており、これを解析することによって血圧値の変動に相関のあるパラメータを算出できることが判明している。つまり、上記の構成によれば、生体に直接的な接触を一切行わないにもかかわらず、信頼性のある血圧の推定値を算出することが可能である。 According to the research by the inventors of the present application, the reflected wave from which the microwave is reflected by the living body includes information on the extensibility and rigidity of the blood vessel. It has been found that certain parameters can be calculated. In other words, according to the above configuration, it is possible to calculate a reliable estimated value of blood pressure even though no direct contact is made with the living body.

また、上記パラメータ算出手段は、上記第１心拍性信号と上記第２心拍性信号との位相のズレを上記パラメータの１つとして算出することが好ましい。 Further, it is preferable that the parameter calculation means calculates a phase shift between the first heart rate signal and the second heart rate signal as one of the parameters.

血管壁の硬化の程度は、血圧値に影響を与えることが知られており、また血管壁の硬化の程度によって、体幹部から抹消部への脈波伝播速度が速くなることが知られている。したがって、上記第１心拍性信号と上記第２心拍性信号との位相のズレは、血管壁の硬化の程度を反映していると考えられる。つまり、上記の構成によれば、血管の硬化の程度に関する情報が加味された血圧の推定値を算出することができる。 It is known that the degree of hardening of the blood vessel wall affects the blood pressure value, and the speed of pulse wave propagation from the trunk to the peripheral part is known to increase depending on the degree of hardening of the blood vessel wall. . Therefore, it is considered that the phase shift between the first heartbeat signal and the second heartbeat signal reflects the degree of hardening of the blood vessel wall. That is, according to the above configuration, it is possible to calculate an estimated value of blood pressure in consideration of information related to the degree of hardening of blood vessels.

また、上記パラメータ算出手段は、上記第１心拍性信号または上記第２心拍性信号の周期または周波数を上記パラメータの１つとして算出すると共に、上記第１心拍性信号または上記第２心拍性信号の振幅を上記パラメータの他の１つとして算出することが好ましい。 The parameter calculating means calculates the period or frequency of the first heart rate signal or the second heart rate signal as one of the parameters, and also calculates the first heart rate signal or the second heart rate signal. Preferably, the amplitude is calculated as another one of the above parameters.

ここで、本願の発明者らによる研究により、心拍性信号の振幅が定常状態に比べて大きいときには、血圧が高いことが分かっている。また、心拍性信号の周期または周波数は、血圧値と相関があることが知られている。つまり、これらは血圧推定値への影響が大きいパラメータである。よって、これらのパラメータを用いる上記構成によれば、精度の高い血圧推定値を算出することができる。 Here, according to the research by the inventors of the present application, it is known that the blood pressure is high when the amplitude of the heart rate signal is larger than the steady state. Further, it is known that the cycle or frequency of the heartbeat signal is correlated with the blood pressure value. That is, these are parameters that have a large influence on the blood pressure estimation value. Therefore, according to the above configuration using these parameters, it is possible to calculate a highly accurate blood pressure estimated value.

また、上記第１心拍性信号または上記第２心拍性信号の一周期の波形には、振幅の異なる２つのピークが含まれており、上記パラメータ算出手段は、上記２つのピークの振幅の比を上記パラメータの１つとして算出することが好ましい。 The waveform of one cycle of the first heart rate signal or the second heart rate signal includes two peaks having different amplitudes, and the parameter calculation means calculates a ratio of the amplitudes of the two peaks. It is preferable to calculate as one of the parameters.

心拍性信号には、心臓の拍動によって生じる波形と、心臓からの血流が血管で反射することによって生じる反射波の波形とが含まれることが知られている。そして、マイクロ波の生体での反射波を含む信号から、振幅の異なる複数のピークを含む波形の心拍性信号を取得できることが分かっている。また、脈波の経時変化をグラフ化したときにも、このような振幅の異なる複数のピークを含む波形が現れることが知られており、これらピークの振幅の比には、血圧値に影響を与える要因の一つである血管の伸展性が反映されると考えられている。よって、心拍性信号に含まれるピークの振幅比も、血管の伸展性を反映していると考えられる。つまり、上記の構成によれば、血管の伸展性に関する情報が加味された血圧の推定値を算出することができる。 It is known that a heartbeat signal includes a waveform generated by the heartbeat and a waveform of a reflected wave generated when blood flow from the heart is reflected by a blood vessel. It has been found that a heartbeat signal having a waveform including a plurality of peaks having different amplitudes can be acquired from a signal including a reflected wave of a microwave in a living body. In addition, it is known that a waveform including a plurality of peaks with different amplitudes appears when the change over time of the pulse wave is graphed, and the ratio of the amplitudes of these peaks affects the blood pressure value. It is thought to reflect the extensibility of blood vessels, which is one of the factors. Therefore, it is considered that the peak amplitude ratio included in the heartbeat signal also reflects the extensibility of blood vessels. That is, according to said structure, the estimated value of the blood pressure which considered the information regarding the extensibility of a blood vessel can be calculated.

また、上記生体の体幹部に対して照射されたマイクロ波が該体幹部で反射した反射波の信号を受信する第１マイクロ波センサと、上記生体の四肢の何れかに対して照射されたマイクロ波が該四肢で反射した反射波の信号を受信する第２マイクロ波センサと、上記血圧推定装置とを備える血圧推定システムであれば、上記血圧推定装置と同様の作用効果を奏する。 A first microwave sensor that receives a signal of a reflected wave reflected by the trunk of the living body and a microwave irradiated to any of the extremities of the living body. If it is a blood pressure estimation system provided with the 2nd microwave sensor which receives the signal of the reflected wave which the wave reflected in this limb, and the above-mentioned blood pressure estimating device, there will be the same operation effect as the above-mentioned blood pressure estimating device.

以上のように、本発明の血圧推定装置は、生体の体幹部に対して照射されたマイクロ波が該体幹部で反射した反射波の信号であって、上記生体の血圧の情報を含む信号から第１心拍性信号を抽出すると共に、上記生体の四肢の何れかに対して照射されたマイクロ波が該四肢で反射した反射波の信号であって、上記生体の血圧の情報を含む信号から第２心拍性信号を抽出する心拍性信号抽出手段と、抽出された上記第１心拍性信号および上記第２心拍性信号を解析して、血圧値に相関関係のある所定のパラメータを算出するパラメータ算出手段と、算出された上記パラメータから、上記相関関係に基づく所定の演算により、上記生体の血圧の推定値を算出する血圧推定手段、を備えている構成である。 As described above, the blood pressure estimation device of the present invention is a signal of a reflected wave reflected by the trunk of the microwave irradiated to the trunk of the living body, and includes a signal including information on the blood pressure of the living body. A first heart rate signal is extracted, and a microwave applied to any one of the limbs of the living body is a reflected wave signal reflected by the limb, and is obtained from a signal including blood pressure information of the living body. A heart rate signal extracting means for extracting a 2-beat rate signal; and a parameter calculation for analyzing the extracted first heart rate signal and the second heart rate signal to calculate a predetermined parameter correlated with a blood pressure value. And blood pressure estimation means for calculating an estimated value of the blood pressure of the living body from the calculated parameter by a predetermined calculation based on the correlation.

また、本発明の制御プログラムは、以上のように、生体の体幹部に対して照射されたマイクロ波が該体幹部で反射した反射波の信号であって、上記生体の血圧の情報を含む信号から第１心拍性信号を抽出すると共に、上記生体の四肢の何れかに対して照射されたマイクロ波が該四肢で反射した反射波の信号であって、上記生体の血圧の情報を含む信号から第２心拍性信号を抽出する心拍性信号抽出ステップと、取得された上記第１心拍性信号および上記第２心拍性信号を解析して、血圧値に相関関係のある所定のパラメータを算出するパラメータ算出ステップと、算出された上記パラメータから、上記相関関係に基づく所定の演算により、上記生体の血圧の推定値を算出する血圧推定ステップと、をコンピュータに実行させる構成である。 In addition, as described above, the control program of the present invention is a signal of a reflected wave that is reflected by the trunk of the microwave irradiated to the trunk of the living body and includes information on the blood pressure of the living body. The first heart rate signal is extracted from the signal, and the microwave irradiated to any one of the limbs of the living body is a reflected wave signal reflected by the limb, and the signal includes information on the blood pressure of the living body. A parameter for calculating a predetermined parameter correlated with the blood pressure value by analyzing the acquired first heart rate signal and the second heart rate signal, and extracting the second heart rate signal; The computer is configured to execute a calculation step and a blood pressure estimation step of calculating an estimated value of the blood pressure of the living body from the calculated parameter by a predetermined calculation based on the correlation.

マイクロ波は、視認されることがなく、透過性があり、また離れた位置から照射しても反射波の信号を得ることができるため、上記の構成によれば、生体に意識させることなく血圧を測定（血圧の推定値を算出）することができるという効果を奏する。 Microwaves are not visually recognized, have transparency, and can obtain a reflected wave signal even when irradiated from a remote location. According to the above configuration, blood pressure can be obtained without making the living body conscious. Can be measured (estimated blood pressure can be calculated).

本発明の一実施形態に係る血圧推定システムの概略構成の一例を示すブロック図である。It is a block diagram which shows an example of schematic structure of the blood-pressure estimation system which concerns on one Embodiment of this invention. 本発明の血圧推定システムを用いて被検者の血圧を計測する様子を説明するための説明図である。It is explanatory drawing for demonstrating a mode that the blood pressure of a subject is measured using the blood-pressure estimation system of this invention. 本発明のある実施形態に係る血圧推定システムの動作の流れの一例を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows an example of the flow of operation | movement of the blood-pressure estimation system which concerns on one embodiment of this invention. 本発明のある実施形態に係る血圧推定装置が行うパラメータ算出処理の流れの一例を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows an example of the flow of the parameter calculation process which the blood-pressure estimation apparatus which concerns on a certain embodiment of this invention performs. 本発明の血圧推定装置が心拍性信号に基づいて算出するパラメータを説明するための説明図である。It is explanatory drawing for demonstrating the parameter which the blood-pressure estimation apparatus of this invention calculates based on a heart rate signal. 位相ズレと従来法で測定された血圧値との相関関係を示すグラフであり、（ａ）は収縮期血圧とズレ時間との相関を示し、（ｂ）は脈波とズレ時間との相関を示している。It is a graph which shows the correlation with the blood pressure value measured by the conventional method and the phase shift, (a) shows the correlation between systolic blood pressure and the shift time, (b) shows the correlation between the pulse wave and the shift time. Show. 本発明のある実施形態に係る血圧推定システムによってもとめられた収縮期血圧予想値と、従来法で計測された収縮期血圧値と、の間の相関関係を示すグラフである。It is a graph which shows the correlation between the systolic blood pressure estimated value calculated | required by the blood pressure estimation system which concerns on a certain embodiment of this invention, and the systolic blood pressure value measured by the conventional method. 従来の血圧測定法の説明図である。It is explanatory drawing of the conventional blood-pressure measuring method.

以下、本発明の実施の形態について、詳細に説明する。なお、以下の説明では、血圧測定の対象がヒトである場合の例を説明するが、ヒト以外の動物（生体）を対象とすることも可能である。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail. In the following description, an example in which the subject of blood pressure measurement is a human will be described, but it is also possible to target an animal (living body) other than a human.

（血圧推定システム１００を用いた血圧測定方法）
図２を参照して、本発明の一実施形態に係る血圧推定システム１００の使用例を説明する。図示のように、血圧推定システム１００は、マイクロ波センサ３ａ（第１マイクロ波センサ）および３ｂ（第２マイクロ波センサ）の２つのマイクロ波センサ３と、血圧推定装置１０とを含む。 (Blood pressure measurement method using blood pressure estimation system 100)
With reference to FIG. 2, the usage example of the blood-pressure estimation system 100 which concerns on one Embodiment of this invention is demonstrated. As illustrated, the blood pressure estimation system 100 includes two microwave sensors 3, a microwave sensor 3 a (first microwave sensor) and 3 b (second microwave sensor), and a blood pressure estimation device 10.

血圧推定システム１００では、マイクロ波センサ３ａおよび３ｂから被検者に対してマイクロ波を照射する。そして、マイクロ波センサ３ａは、自らが照射したマイクロ波が被検者で反射した反射波を含むセンサ信号を受信して血圧推定装置１０に出力し、マイクロ波センサ３ｂは、自らが照射したマイクロ波が被検者で反射した反射波を含むセンサ信号を受信して血圧推定装置１０に出力する。この後、血圧推定装置１０は、マイクロ波センサ３ａおよび３ｂのそれぞれから出力されたセンサ信号を解析することにより、被検者の血圧の推定値を算出する。 In the blood pressure estimation system 100, microwaves are irradiated from the microwave sensors 3a and 3b to the subject. And the microwave sensor 3a receives the sensor signal containing the reflected wave which the microwave with which it irradiated was reflected by the subject, and outputs it to the blood pressure estimation apparatus 10, and the microwave sensor 3b is the microwave with which it irradiated. The sensor signal including the reflected wave reflected by the subject is received and output to the blood pressure estimation device 10. Thereafter, the blood pressure estimation device 10 calculates an estimated value of the blood pressure of the subject by analyzing the sensor signals output from the microwave sensors 3a and 3b.

このように、血圧推定システム１００では、マイクロ波の照射によって得たセンサ信号を用いて血圧の推定値を算出する。マイクロ波は、視認されることがなく、マットレスや被検者の衣服などを透過し、また被検者からある程度離れた位置から照射してもセンサ信号を得ることができるため、図示の例のようにマットレスの下方にマイクロ波センサ３ａおよび３ｂを配置することもできる。 Thus, the blood pressure estimation system 100 calculates an estimated value of blood pressure using a sensor signal obtained by microwave irradiation. Microwaves are not visible, pass through the mattress, the subject's clothing, etc., and can obtain a sensor signal even when irradiated from a position somewhat away from the subject. As described above, the microwave sensors 3a and 3b can be arranged below the mattress.

これにより、被検者は、マットレスの上で横になっているだけで、血圧の測定を受けることができ、血圧の測定中（マイクロ波の照射中）であることを意識することもないので、被検者にストレスを与えることなく血圧の推定値を算出することができる。また、血圧の推定値は連続的に算出することができるので、例えば被検者の就寝中の血圧変動をモニタリングするといった用途にも利用できる。なお、被検者の姿勢はこれに限定されない。例えば、被検者は椅子等に座っていてもよいし、立っていてもよい。 As a result, the subject can receive blood pressure measurement simply by lying on the mattress, and is not aware that blood pressure is being measured (during microwave irradiation). The estimated value of blood pressure can be calculated without applying stress to the subject. Moreover, since the estimated value of blood pressure can be calculated continuously, it can be used for applications such as monitoring blood pressure fluctuation during sleep of the subject. The posture of the subject is not limited to this. For example, the subject may be sitting on a chair or standing.

（血圧推定システム１００の構成例）
続いて、血圧推定システム１００のより詳細な構成を、図１を用いて説明する。図１は、血圧推定システム１００の概略構成および血圧推定装置１０の要部構成の一例を示すブロック図である。図１に示すように、血圧推定システム１００は、マイクロ波センサ３、操作入力部４、表示部５、および血圧推定装置１０を含む。 (Configuration example of blood pressure estimation system 100)
Next, a more detailed configuration of the blood pressure estimation system 100 will be described with reference to FIG. FIG. 1 is a block diagram illustrating an example of a schematic configuration of the blood pressure estimation system 100 and a main configuration of the blood pressure estimation device 10. As shown in FIG. 1, the blood pressure estimation system 100 includes a microwave sensor 3, an operation input unit 4, a display unit 5, and a blood pressure estimation device 10.

マイクロ波センサ３は、マイクロ波を発信して、被検者で反射した反射波を含むセンサ信号を受信するマイクロ波レーダーである。なお、出力波形は特に限定されず、例えば、マイクロ波センサ３として、連続波（ＣＷ）レーダー、ＦＭＣＷレーダー、パルスレーダー、あるいはドップラーレーダーを適用することもできる。また、波長も特に限定されず、波長０．１ｍｍ〜１ｍのマイクロ波に対応する周波数帯の電磁波などが適用され得る。また、マイクロ波の出力にも特に制限はなく、如何なる出力のマイクロ波を用いてもよい。ただし、被検者の身体への影響を考慮すれば、周波数に応じて上限値を設定し、その上限値以下の出力とすることが望ましい。例えば、１０ＧＨｚ以上の周波数のマイクロ波を用いる場合には、１０ｍＷ以下のマイクロ波を用いることが好ましい。 The microwave sensor 3 is a microwave radar that transmits a microwave and receives a sensor signal including a reflected wave reflected by a subject. The output waveform is not particularly limited, and for example, continuous wave (CW) radar, FMCW radar, pulse radar, or Doppler radar can be applied as the microwave sensor 3. Further, the wavelength is not particularly limited, and an electromagnetic wave in a frequency band corresponding to a microwave having a wavelength of 0.1 mm to 1 m can be applied. Also, the output of the microwave is not particularly limited, and any output microwave may be used. However, if the influence on the body of the subject is taken into consideration, it is desirable to set an upper limit value according to the frequency and to set the output below the upper limit value. For example, when using a microwave having a frequency of 10 GHz or more, it is preferable to use a microwave of 10 mW or less.

なお、図１では、マイクロ波センサ３ａおよびマイクロ波センサ３ｂという２つのマイクロ波センサ３を備える例を示している。例えば、マイクロ波センサ３ａは被検者の体幹部に向けてマイクロ波を照射し、該体幹部からのセンサ信号を受信し、マイクロ波センサ３ｂは被検者の末梢部に向けてマイクロ波を照射し、該末梢部からのセンサ信号を受信する。しかし、マイクロ波センサ３の数は、２つに制限されることはなく、２つより多く設けられてもよい。 In addition, in FIG. 1, the example provided with the two microwave sensors 3 called the microwave sensor 3a and the microwave sensor 3b is shown. For example, the microwave sensor 3a irradiates microwaves toward the subject's trunk, receives sensor signals from the trunk, and the microwave sensor 3b directs microwaves toward the periphery of the subject. Irradiate and receive sensor signals from the periphery. However, the number of the microwave sensors 3 is not limited to two, and more than two may be provided.

体幹部としては、背部あるいは胸郭周辺、末梢部としては、四肢（腕、手、足、脚）などが挙げられる。例えば、図２の例のように、被検者がマットレス上に仰向けで横になった状態での測定を行う場合、背部の直下にマイクロ波センサ３ａを配置し、脚または腕の直下にマイクロ波センサ３ｂを配置してもよい。 Examples of the trunk include the back or the thorax, and examples of the peripheral part include the extremities (arms, hands, legs, legs). For example, as in the example of FIG. 2, when performing measurement with the subject lying on his / her back on the mattress, the microwave sensor 3a is placed directly under the back and the micro sensor is directly under the leg or arm. A wave sensor 3b may be arranged.

操作入力部４は、入力操作を受け付ける。例えば、血圧推定に用いるパラメータの１つである個人特性パラメータは、操作入力部４を介して入力される。 The operation input unit 4 receives an input operation. For example, a personal characteristic parameter that is one of parameters used for blood pressure estimation is input via the operation input unit 4.

表示部５は、血圧推定システム１００によって測定された血圧値を表示する表示装置である。なお、表示部５の表示面にタッチパネルを積層して、操作入力部４の入力面が表示部５の表示面を兼ねる構成としてもよい。 The display unit 5 is a display device that displays a blood pressure value measured by the blood pressure estimation system 100. Note that a touch panel may be stacked on the display surface of the display unit 5 so that the input surface of the operation input unit 4 also serves as the display surface of the display unit 5.

（血圧推定装置１０の構成例）
次に、血圧推定装置１０の構成について説明する。図１に示すように、血圧推定装置１０は、血圧推定装置１０を統括して制御する制御部１と、血圧推定装置１０にて使用される各種データを記憶する記憶部２とを備えている。そして、制御部１は、心拍性信号抽出部（心拍性信号抽出手段）１１、パラメータ算出部（パラメータ算出手段）１２、および血圧推定値演算部（血圧推定手段）１３を備えており、記憶部２には数式記憶部２１が含まれている。 (Configuration example of blood pressure estimation device 10)
Next, the configuration of the blood pressure estimation device 10 will be described. As shown in FIG. 1, the blood pressure estimation device 10 includes a control unit 1 that controls the blood pressure estimation device 10 in an integrated manner, and a storage unit 2 that stores various data used in the blood pressure estimation device 10. . The control unit 1 includes a heart rate signal extraction unit (heart rate signal extraction unit) 11, a parameter calculation unit (parameter calculation unit) 12, and a blood pressure estimated value calculation unit (blood pressure estimation unit) 13. A storage unit 2 includes a mathematical expression storage unit 21.

心拍性信号抽出部１１は、マイクロ波センサ３ａが受信したセンサ信号、およびマイクロ波センサ３ｂが受信したセンサ信号を取得し、これらのセンサ信号から心拍性信号の抽出を行う。例えば、センサ信号に含まれる、心拍に特徴的な０．８Ｈｚ〜３Ｈｚ程度の周波数を抽出するバンドパスなどのフィルタ処理を行うことで、該センサ信号から心拍と相関した波形の心拍性信号を抽出することが可能である。心拍性信号は、被検者の心臓の拍動に起因する周期に対応する波形を含む信号である。なお、心拍性信号の抽出を行う方法としては、フィルタ処理に制限されず、如何なる方法を用いてもよい。 The heartbeat signal extraction unit 11 acquires the sensor signal received by the microwave sensor 3a and the sensor signal received by the microwave sensor 3b, and extracts the heartbeat signal from these sensor signals. For example, by performing a filter process such as a band pass that extracts a frequency of about 0.8 Hz to 3 Hz, which is characteristic of heartbeats, included in the sensor signal, a heartbeat signal having a waveform correlated with the heartbeat is extracted from the sensor signal. Is possible. The heartbeat signal is a signal including a waveform corresponding to a period caused by the heartbeat of the subject. The method for extracting the heart rate signal is not limited to the filter processing, and any method may be used.

パラメータ算出部１２は、心拍性信号抽出部１１がセンサ信号から抽出した心拍性信号を取得し、該心拍性信号を解析することにより、血圧推定を行うために用いる各パラメータを算出する。 The parameter calculation unit 12 acquires the heart rate signal extracted from the sensor signal by the heart rate signal extraction unit 11 and analyzes the heart rate signal to calculate each parameter used for blood pressure estimation.

具体的には、パラメータ算出部１２は、周波数算出部１２１、位相ズレ算出部１２２、振幅算出部１２３、振幅比算出部１２４、および個人特性算出部１２５を含み、これらの各部によってそれぞれ異なるパラメータを算出する。これらのパラメータは、何れも血圧値に相関関係のあるパラメータである。なお、パラメータ算出部１２が備える、周波数算出部１２１、位相ズレ算出部１２２、振幅算出部１２３、および振幅比算出部１２４が算出する各パラメータとその算出方法については、後に詳述する。 Specifically, the parameter calculation unit 12 includes a frequency calculation unit 121, a phase shift calculation unit 122, an amplitude calculation unit 123, an amplitude ratio calculation unit 124, and a personal characteristic calculation unit 125, and parameters that are different depending on these units. calculate. These parameters are all parameters having a correlation with the blood pressure value. It should be noted that each parameter calculated by the frequency calculation unit 121, the phase shift calculation unit 122, the amplitude calculation unit 123, and the amplitude ratio calculation unit 124 included in the parameter calculation unit 12 and a calculation method thereof will be described in detail later.

血圧推定値演算部１３は、算出された上記パラメータから、上記相関関係に基づく所定の演算によって血圧の推定値を算出する。具体的には、記憶部２の数式記憶部２１において予め記憶されている数式に、パラメータ算出部１２が算出した各パラメータを代入して、血圧の推定値を算出する。また、血圧推定値演算部１３は、算出した血圧値を表示部５に出力して表示させる。 The blood pressure estimated value calculation unit 13 calculates an estimated value of blood pressure from the calculated parameters by a predetermined calculation based on the correlation. Specifically, an estimated value of blood pressure is calculated by substituting each parameter calculated by the parameter calculation unit 12 into a mathematical formula stored in advance in the mathematical formula storage unit 21 of the storage unit 2. The blood pressure estimated value calculation unit 13 outputs the calculated blood pressure value to the display unit 5 for display.

数式記憶部２１には、下記の数式が予め記憶されており、血圧推定値演算部１３は、上述の各パラメータを式（１）に代入することで、血圧推定値Ｐ_Ｅｓｔを計算する。
Ｐ_Ｅｓｔ＝α・ｐ_ｆｒｅｑ＋β・ｐ_ｐｗｔｔ＋γ・ｐ_ａｍｐ１＋δ・ｐ_{ａ＿ｄｉｆｆ}＋ε・ｐ_ＢＭＩ＋ζ 式（１）
上記の式（１）において、ｐ_ｆｒｅｑは周波数のパラメータ、ｐ_ｐｗｔｔは位相ズレのパラメータ、ｐ_ａｍｐ１は振幅のパラメータ、ｐ_{ａ＿ｄｉｆｆ}は振幅比のパラメータ、そしてｐ_ＢＭＩは個人特性のパラメータである。これらのパラメータは、パラメータ算出部１２によって算出または取得される。なお、この数式の詳細は後述する。 The following mathematical formulas are stored in advance in the mathematical formula storage unit 21, and the blood pressure estimated value calculation unit 13 calculates the blood pressure estimated value P _Est by substituting each parameter described above into the formula (1).
P _Est = α · p _freq + β · p _pwtt + γ · p _amp1 + δ · _{pa_diff} + ε · p _BMI + ζ Equation (1)
In the above equation (1), p _freq is a frequency parameter, p _pwtt is a phase shift parameter, p _amp1 is an amplitude parameter, _{pa_diff} is an amplitude ratio parameter, and p _BMI is a personal characteristic parameter. These parameters are calculated or acquired by the parameter calculation unit 12. Details of this mathematical expression will be described later.

以上のように、血圧推定システム１００では、マイクロ波センサａおよびｂからマイクロ波を被検者に照射して、反射してきたマイクロ波であるセンサ信号を受信する。そして、血圧推定装置１０が該センサ信号から心拍性信号を抽出し、抽出された心拍性信号に基づいて各パラメータを算出し、血圧の推定値を算出する。これにより、血圧推定システム１００によれば、被検者に接触することなく、また被検者に気付かれることすらなく血圧の推定値を出力することができる。よって、精神的、および物理的なストレスを被検者に与えることなく、血圧の推定を行うことができる。 As described above, the blood pressure estimation system 100 irradiates the subject with microwaves from the microwave sensors a and b, and receives sensor signals that are reflected microwaves. Then, the blood pressure estimation device 10 extracts a heart rate signal from the sensor signal, calculates each parameter based on the extracted heart rate signal, and calculates an estimated value of blood pressure. Thereby, according to the blood pressure estimation system 100, it is possible to output an estimated value of blood pressure without contacting the subject and without being noticed by the subject. Therefore, it is possible to estimate blood pressure without applying mental and physical stress to the subject.

（血圧推定システム１００による血圧測定における処理の流れの概要）
次に、血圧推定システム１００による血圧推定における処理の流れの概要について、図３を用いて説明する。図３は、本発明のある実施形態に係る血圧推定システム１００における処理の流れの一例を示すフローチャートである。 (Outline of processing flow in blood pressure measurement by the blood pressure estimation system 100)
Next, an outline of a process flow in blood pressure estimation by the blood pressure estimation system 100 will be described with reference to FIG. FIG. 3 is a flowchart illustrating an example of a process flow in the blood pressure estimation system 100 according to an embodiment of the present invention.

血圧推定システム１００のマイクロ波センサ３ａおよび３ｂは、図３のＳ１において、マイクロ波を被検者に対して発信する。マイクロ波センサ３ａおよび３ｂは、Ｓ２において、発信したマイクロ波が被検者により反射した信号をセンサ信号として受信し、該センサ信号を血圧推定装置１０に出力する。なお、ここでは、マイクロ波センサ３ａは被検者の体幹部からの反射波を含むセンサ信号を受信し、マイクロ波センサ３ｂは被検者の末梢部からの反射波を含むセンサ信号を受信するものとする。 The microwave sensors 3a and 3b of the blood pressure estimation system 100 transmit microwaves to the subject in S1 of FIG. In S <b> 2, the microwave sensors 3 a and 3 b receive a signal reflected by the subject as a transmitted microwave as a sensor signal, and output the sensor signal to the blood pressure estimation device 10. Here, the microwave sensor 3a receives a sensor signal including a reflected wave from the trunk of the subject, and the microwave sensor 3b receives a sensor signal including a reflected wave from the peripheral portion of the subject. Shall.

Ｓ３において、血圧推定装置１０の心拍性信号抽出部１１は、マイクロ波センサ３から出力されたセンサ信号を取得し、例えばバンドパスフィルタなどを用いて、センサ信号から心拍性信号を抽出する（心拍性信号抽出ステップ）。なお、心拍性信号抽出部１１は、マイクロ波センサ３ａから取得したセンサ信号と、マイクロ波センサ３ｂから取得したセンサ信号のそれぞれから心拍性信号を抽出する。以下では、マイクロ波センサ３ａから取得したセンサ信号から抽出した心拍性信号を信号Ａ（第１心拍性信号）と呼び、マイクロ波センサ３ｂから抽出した心拍性信号を信号Ｂ（第２心拍性信号）と呼ぶ。 In S3, the heart rate signal extraction unit 11 of the blood pressure estimation apparatus 10 acquires the sensor signal output from the microwave sensor 3, and extracts the heart rate signal from the sensor signal using, for example, a bandpass filter (heart rate). Sex signal extraction step). The heartbeat signal extraction unit 11 extracts a heartbeat signal from each of the sensor signal acquired from the microwave sensor 3a and the sensor signal acquired from the microwave sensor 3b. Hereinafter, the heartbeat signal extracted from the sensor signal acquired from the microwave sensor 3a is referred to as signal A (first heartbeat signal), and the heartbeat signal extracted from the microwave sensor 3b is referred to as signal B (second heartbeat signal). ).

Ｓ４において、血圧推定装置１０のパラメータ算出部１２は、信号Ａ、Ｂを解析して、血圧推定に用いる各パラメータを算出する（パラメータ算出ステップ）。なお、このパラメータ算出処理については、後に詳述する。 In S4, the parameter calculation unit 12 of the blood pressure estimation device 10 analyzes the signals A and B and calculates each parameter used for blood pressure estimation (parameter calculation step). This parameter calculation process will be described later in detail.

Ｓ５において、血圧推定装置１０の血圧推定値演算部１３は、Ｓ４で算出されたパラメータを、記憶部２の数式記憶部２１に記憶されている上述の式（１）に代入して、血圧値を算出する（血圧推定ステップ）。 In S <b> 5, the blood pressure estimated value calculation unit 13 of the blood pressure estimation device 10 substitutes the parameter calculated in S <b> 4 for the above-described equation (1) stored in the mathematical expression storage unit 21 of the storage unit 2, and the blood pressure value Is calculated (blood pressure estimation step).

Ｓ６において、血圧推定値演算部１３は、また、計算によって求められた血圧値を表示部５に出力し、表示させる。 In S6, the blood pressure estimated value calculation unit 13 also outputs the blood pressure value obtained by the calculation to the display unit 5 for display.

（パラメータ算出処理の流れ）
続いて、図３のＳ４で行われるパラメータ算出処理の流れを図４に基づいて説明する。また、心拍性信号から算出される各パラメータについて図５を用いて説明する。図４は、パラメータ算出処理の一例を示すフローチャートであり、図５は、血圧推定装置１０が心拍性信号（信号Ａおよび信号Ｂ）に基づいて算出する各パラメータを説明するための説明図である。なお、図５に含まれるグラフの縦軸は「Ｖ」となっているが、これは得られた心拍性信号の電圧値を示している。 (Parameter calculation process flow)
Next, the flow of the parameter calculation process performed in S4 of FIG. 3 will be described based on FIG. Each parameter calculated from the heartbeat signal will be described with reference to FIG. FIG. 4 is a flowchart showing an example of the parameter calculation process, and FIG. 5 is an explanatory diagram for explaining each parameter calculated by the blood pressure estimation device 10 based on the heartbeat signal (signal A and signal B). . In addition, although the vertical axis | shaft of the graph contained in FIG. 5 is "V", this has shown the voltage value of the obtained heart rate signal.

信号Ａおよび信号Ｂは、何れも心臓の拍動に起因する周期的な波形を有している。図５では、ｉ〜（ｉ＋２）周期の３周期を示している。図示のように、心拍性信号の１拍に対応する１周期の波形には、振幅の大きい上に凸のピーク（以下、第１ピークと呼ぶ）と、第１ピークよりも振幅の小さい上に凸のピーク（以下、第２ピークと呼ぶ）とが含まれている。この第２ピークは、心臓からの血流が血管で反射することによって生じる反射波であり、連続測定された血圧や、脈波にも出現し得る。なお、第２ピークは、図５に示すように第１ピークと常に区別できるピークとして得られるわけでなく、図８に示す血圧の波形のように第１ピークの肩（shoulder）として得られる場合がある。このような場合には、肩における振幅を図５における第２ピークの振幅と見做して計算してもよい。 Both the signal A and the signal B have a periodic waveform caused by the heartbeat. FIG. 5 shows three periods i to (i + 2). As shown in the figure, the waveform of one cycle corresponding to one beat of the heart rate signal has a large peak with a large peak (hereinafter referred to as a first peak) and a smaller amplitude than the first peak. Convex peaks (hereinafter referred to as second peaks) are included. The second peak is a reflected wave that is generated when blood flow from the heart is reflected by a blood vessel, and can also appear in continuously measured blood pressure and pulse wave. Note that the second peak is not always obtained as a peak that can be distinguished from the first peak as shown in FIG. 5, but is obtained as a shoulder of the first peak as in the blood pressure waveform shown in FIG. There is. In such a case, the amplitude at the shoulder may be calculated as the amplitude of the second peak in FIG.

周波数算出部１２１は、図４のＳ１０において、周波数のパラメータを算出する。具体的には、心拍性信号の周期（１周期の継続時間）を算出する。例えば、周波数算出部１２１は、図５に示すように、信号Ａにおいて、周期ｉで第１ピークの極大値が検出された時刻ｔ_ｉと、次の周期ｉ＋１で第２ピークの極大値が検出されたｔ_ｉ＋１との差を算出してもよい。この場合、周波数算出部１２１は、周波数のパラメータｐ_ｆｒｅｑを下記の式で算出することになる。なお、周波数算出部１２１は、上記の値の逆数である周波数、すなわち１／（ｔ_ｉ−ｔ_ｉ＋１）を周波数のパラメータとしてもよい。 The frequency calculation unit 121 calculates a frequency parameter in S10 of FIG. Specifically, the period of the heartbeat signal (the duration of one period) is calculated. For example, as shown in FIG. 5, the frequency calculation unit 121 detects the maximum value of the second peak in the period A and the time t _i when the maximum value of the first peak is detected in the period i. The difference from the calculated t _{i + 1} may be calculated. In this case, the frequency calculation unit 121 calculates the frequency parameter p _freq by the following equation. The frequency calculation unit 121 may use a frequency that is the reciprocal of the above value, that is, 1 / (t _i −t _{i + 1} ) as a frequency parameter.

位相ズレ算出部１２２は、図４のＳ１１において、位相ズレのパラメータを算出する。具体的には、体幹部からの心拍性信号と、末梢部からの心拍性信号との時間のズレを算出する。例えば、位相ズレ算出部１２２は、図５に示すように、信号Ａの第１ピークにおける極大値の時刻ｔ_ｉと、信号Ｂの第１ピークにおける極大値の時刻ｔ_ｉ’との差を算出してもよい。この場合、位相ズレ算出部１２２は、位相ズレのパラメータｐ_ｐｗｔｔを下記の式で算出することになる。ｐ_ｐｗｔｔは、心拍性信号の波形の元となる波動が体幹部から末梢部へ伝搬するまで要した時間を意味する。 The phase shift calculation unit 122 calculates a phase shift parameter in S11 of FIG. Specifically, a time lag between the heart rate signal from the trunk and the heart rate signal from the peripheral part is calculated. For example, as shown in FIG. 5, the phase shift calculation unit 122 calculates the difference between the maximum time t _i at the first peak of the signal A and the maximum time t _i ′ at the first peak of the signal B. May be. In this case, the phase shift calculator 122 calculates the phase shift parameter p _pwtt by the following equation. p _pwtt means the time required for the wave that is the source of the waveform of the heartbeat signal to propagate from the trunk to the peripheral part.

振幅算出部１２３は、図４のＳ１２において、振幅のパラメータを算出する。具体的には、心拍性信号における第１ピークの極大値と極小値の差を算出する。例えば、振幅算出部１２３は、図５に示すように、信号Ａの第１ピークの極大値ｐ_{ｉ＿１ｍａｘ}と極小値ｐ_{ｉ＿１ｍｉｎ}との差を算出してもよい。この場合、振幅算出部１２３は、振幅のパラメータｐ_ａｍｐ１を下記の式で算出することになる。 The amplitude calculator 123 calculates an amplitude parameter in S12 of FIG. Specifically, the difference between the maximum value and the minimum value of the first peak in the heart rate signal is calculated. For example, the amplitude calculation unit 123 may calculate the difference between the maximum value p _{i — 1max} and the minimum value p _{i —} _1min of the first peak of the signal A as shown in FIG. In this case, the amplitude calculation unit 123 calculates the amplitude parameter p _amp1 by the following equation.

振幅比算出部１２４は、図４のＳ１３において、振幅比のパラメータを算出する。具体的には、心拍性信号における第２ピークの極大値と極小値の差、すなわち第２ピークの振幅を算出して、振幅算出部１２３が算出した振幅パラメータｐ_ａｍｐ１との比を算出する。例えば、振幅比算出部１２４は、図５に示すように、信号Ａの第２ピークの極大値ｐ_{ｉ＿２ｍａｘ}と極小値ｐ_{ｉ＿２ｍｉｎ}との差ｐ_ａｍｐ２を算出してもよい。この場合、振幅比算出部１２４は、振幅比のパラメータｐ_{ａ＿ｄｉｆｆ}を下記の式で算出することになる。 The amplitude ratio calculation unit 124 calculates an amplitude ratio parameter in S13 of FIG. Specifically, the difference between the maximum value and the minimum value of the second peak in the heart rate signal, that is, the amplitude of the second peak is calculated, and the ratio with the amplitude parameter p _amp1 calculated by the amplitude calculation unit 123 is calculated. For example, the amplitude ratio calculation unit 124 may calculate the difference p _amp2 between the maximum value p _{i — 2max} and the minimum value p _{i —} _2min of the second peak of the signal A as shown in FIG. In this case, the amplitude ratio calculator 124 calculates the amplitude ratio parameter _{pa_diff} using the following equation.

個人特性算出部１２５は、図４のＳ１４において、個人特性のパラメータを取得する。ここでは、操作入力部４から入力されたＢＭＩ（Body Mass Index）の値を個人特性のパラメータｐ_ＢＭＩとして使用する。なお、個人特性のパラメータは、ＢＭＩに限られず、例えば、被検者の年齢、性別、身長、体重、体脂肪率などであってもよく、複数種類のパラメータを併用してもよい。また、個人特性パラメータは、操作入力部４から入力された値を用いて、個人特性算出部１２５が所定の演算によって算出する値であってもよい。 The personal characteristic calculation unit 125 acquires a personal characteristic parameter in S14 of FIG. Here, the BMI (Body Mass Index) value input from the operation input unit 4 is used as the personal characteristic parameter _pBMI . The personal characteristic parameter is not limited to the BMI, and may be, for example, the age, sex, height, weight, body fat percentage, etc. of the subject, and a plurality of types of parameters may be used in combination. The personal characteristic parameter may be a value calculated by the personal characteristic calculation unit 125 by a predetermined calculation using a value input from the operation input unit 4.

（血圧推定に用いるパラメータと血圧との関連性）
以下では、パラメータ算出部１２が算出したパラメータと血圧との関係について説明する。 (Relationship between parameters used for blood pressure estimation and blood pressure)
Hereinafter, the relationship between the parameter calculated by the parameter calculation unit 12 and the blood pressure will be described.

血圧は、心拍出量の変動に応じて図８に示すように周期的に変化する。また、その値は心臓の駆出力、動脈壁の弾力性、末梢血管抵抗、および個人特性などの影響を受けることが分かっている。また、脈波の波形にもこれらの影響が反映されること、すなわち脈波が血圧の情報を含むことが分かっており、脈波を利用した血圧推定法が存在することは背景技術で説明した通りである。 The blood pressure periodically changes as shown in FIG. 8 according to the variation in cardiac output. It has also been found that the value is affected by cardiac drive output, arterial wall elasticity, peripheral vascular resistance, and personal characteristics. In addition, it is known that these effects are reflected in the waveform of the pulse wave, that is, it is known that the pulse wave contains blood pressure information, and the blood pressure estimation method using the pulse wave exists in the background art. Street.

そして、本願の発明者らによる研究により、マイクロ波がヒト（あるいは他の動物）で反射した反射波（上述のセンサ信号）にも血管の伸展性や剛性に関する情報が含まれていることが分かってきた。このように、センサ信号に血圧の情報が含まれることの機序は、完全に解明されてはいないが、体表面における微細な動き（体表面微動）がセンサ信号に反映されることにより、センサ信号に血圧の情報が含まれることになると推測される。 According to the research by the inventors of the present application, it has been found that the reflected wave (the sensor signal described above) reflected by the human (or other animal) includes information on the extensibility and rigidity of the blood vessel. I came. Thus, although the mechanism of blood pressure information being included in the sensor signal has not been completely elucidated, the sensor signal is reflected by the minute movement (body surface micromotion) on the body surface being reflected in the sensor signal. It is presumed that blood pressure information is included in the signal.

ここで、心拍出量は、当然のことながら心臓における心拍数（心拍周期）の影響を受ける。つまり、心拍数の増加により、心拍出量が増加するという関係が成り立つ。また、心拍数が増加することにより、脈波の周期は早く（短く）なる。このような心臓や脈波の周期の変動は、体表面における微細な動き（体表面微動）の周期に影響を与え、これがマイクロ波の反射波に反映されると考えられる。したがって、マイクロ波の反射波から抽出した心拍性信号の周期にも、心拍出量の増減の周期が反映されていると考えられる。よって、周波数のパラメータｐ_ｆｒｅｑを用いることにより、心拍出量の増減の周期に関する情報が加味された血圧の推定値を算出することができる。 Here, the cardiac output is naturally influenced by the heart rate (heart rate cycle) in the heart. That is, the relationship that the cardiac output increases as the heart rate increases is established. Further, as the heart rate increases, the cycle of the pulse wave becomes faster (shorter). Such a change in the cycle of the heart or pulse wave affects the cycle of fine movement (body surface micromotion) on the body surface, which is considered to be reflected in the reflected wave of the microwave. Therefore, it can be considered that the cycle of the cardiac output is also reflected in the cycle of the heart rate signal extracted from the reflected wave of the microwave. Therefore, by using the frequency parameter p _freq , it is possible to calculate an estimated value of blood pressure that takes into account information related to the period of increase / decrease in cardiac output.

また、心拍出量の増加は、心臓における心駆出量の増加に関連し、心駆出量が増加することにより、血管壁にかかる圧力が上昇して、脈波の振幅は増加する（脈圧が上昇する）。このような血管壁にかかる圧力や脈圧の上昇は、マイクロ波の反射波に反映されると考えられる。したがって、マイクロ波の反射波から抽出した心拍性信号の振幅にも、脈圧と同様に心駆出量の増減が反映されていると考えられる。よって、振幅のパラメータｐ_ａｍｐ１を用いることにより、心駆出量の増減に関する情報が加味された血圧の推定値を算出することができる。 The increase in cardiac output is related to the increase in cardiac ejection volume in the heart. As the cardiac ejection volume increases, the pressure on the blood vessel wall increases and the amplitude of the pulse wave increases ( Pulse pressure rises). Such an increase in pressure or pulse pressure on the blood vessel wall is considered to be reflected in the reflected wave of the microwave. Therefore, it is considered that the increase or decrease in the cardiac ejection amount is reflected in the amplitude of the heart rate signal extracted from the reflected wave of the microwave as well as the pulse pressure. Therefore, by using the amplitude parameter p _amp1 , it is possible to calculate an estimated value of blood pressure in consideration of information related to the increase / decrease of the cardiac ejection amount.

さらに、心駆出量が増加して血管壁圧力が上昇すると、その圧力で血管が伸長するが、その度合いは血管の伸展性に応じたものとなる。血管壁の硬化もこの伸展性に影響がある。そして、血管の伸展性は、脈波における第１峰（ピーク）の振幅と、第２峰の振幅との比に影響を与えることが知られている。このため、脈波や、従来法で測定した血圧値（図８参照）と同様に１周期に２つのピークが現れる図５のような心拍性信号における第１ピークおよび第２ピークの振幅比ｐ_{ａ＿ｄｉｆｆ}には、血管の伸展性が反映されていると考えられる。よって、振幅比のパラメータｐ_{ａ＿ｄｉｆｆ}を用いることにより、血管の伸展性に関する情報が加味された血圧の推定値を算出することができる。 Further, when the cardiac ejection amount is increased and the blood vessel wall pressure is increased, the blood vessel is stretched by the pressure, and the degree thereof depends on the extensibility of the blood vessel. Vessel wall hardening also affects this extensibility. The extensibility of blood vessels is known to affect the ratio between the amplitude of the first peak (peak) and the amplitude of the second peak in the pulse wave. For this reason, the amplitude ratio p of the first peak and the second peak in the heart rate signal as shown in FIG. 5 in which two peaks appear in one cycle like the pulse wave and the blood pressure value measured by the conventional method (see FIG. 8). It is considered that _{a_diff} reflects the extensibility of blood vessels. Therefore, by using the parameter _{pa_diff of the} amplitude ratio, it is possible to calculate an estimated value of blood pressure that takes into account information related to blood vessel extensibility.

末梢血管抵抗は、血管壁の収縮時に血管壁が硬化していることによって増加する。そして、血管壁の硬化によって、体幹部から抹消部への脈波伝播速度が速くなることが知られている。なお、脈波伝播速度は、心電図におけるＲ波の発生時刻と、脈波ピークの発生時刻とのズレ（ＰＷＴＴ）によって表される。このため、体幹部からの反射波の情報を含む心拍性信号（Ａ信号）と、末梢部からの反射波の情報を含む心拍性信号（Ｂ信号）とのピークの発生時刻のズレである位相ズレのパラメータｐ_ｐｗｔｔには、血管壁の硬化の程度が反映されていると考えられる。よって、位相ズレのパラメータｐ_ｐｗｔｔを用いることにより、血管の硬化の程度に関する情報が加味された血圧の推定値を算出することができる。 Peripheral vascular resistance is increased by the hardening of the vessel wall when the vessel wall contracts. It is known that the pulse wave propagation speed from the trunk to the peripheral part is increased by hardening of the blood vessel wall. The pulse wave propagation speed is represented by a difference (PWTT) between the R wave generation time and the pulse wave peak generation time in the electrocardiogram. For this reason, a phase that is a shift in peak generation time between a heartbeat signal (A signal) including information on a reflected wave from the trunk and a heartbeat signal (B signal) including information on a reflected wave from the peripheral portion. The deviation parameter p _pwtt is considered to reflect the degree of hardening of the blood vessel wall. Therefore, by using the phase shift parameter p _pwtt , it is possible to calculate an estimated value of blood pressure in consideration of information related to the degree of vascular hardening.

個人特性も血圧値に相関があることが分かっており、例えば、被検者の年齢、性別、身長、体重、体脂肪率、ＢＭＩ値等は、血圧値に相関がある。したがって、ＢＭＩの値を個人特性のパラメータとしたｐ_ＢＭＩを用いることにより、個人特性が加味された血圧の推定値を算出することができる。 It is known that personal characteristics are also correlated with blood pressure values. For example, the age, sex, height, weight, body fat percentage, BMI value, etc. of a subject are correlated with blood pressure values. Therefore, by using _pBMI using the _BMI value as a parameter for personal characteristics, it is possible to calculate an estimated value of blood pressure in consideration of personal characteristics.

以上のように、周波数ｐ_ｆｒｅｑ、振幅ｐ_ａｍｐ１、振幅比ｐ_{ａ＿ｄｉｆｆ}、および位相ズレｐ_ｐｗｔｔは、何れも被検者の心臓の拍動、血管の状態、および脈波の少なくとも何れかに密接に関係するパラメータであり、血圧値と相関があると考えられる。 As described above, the frequency p _freq , the amplitude p _amp1 , the amplitude ratio _{pa_diff} , and the phase shift p _pwtt are all closely related to at least one of the heart beat, the blood vessel state, and the pulse wave of the subject. It is a related parameter and is considered to be correlated with the blood pressure value.

なお、本実施形態では、これらのパラメータの全てを用いて血圧推定値を算出する例を示したが、一部のみを使用して算出する構成としてもよい。この場合、推定精度は低下するが、演算量が減少するため、迅速な算出が可能になる。また、血管壁の硬化の程度が低い若年層の血圧を推定する場合には、位相ズレのパラメータを省略する等、被検者に応じて使用するパラメータを変更してもよい。血管壁の硬化の程度が低ければ、その程度を血圧の推定値に反映させるためのパラメータの重要性も低くなるからである。また、心拍性信号から取得するパラメータは、血圧値と相関のあるパラメータであればよく、これらの例に限られない。 In the present embodiment, an example is shown in which the estimated blood pressure value is calculated using all of these parameters, but a configuration may be used in which only a part is calculated. In this case, although the estimation accuracy is lowered, the calculation amount is reduced, so that quick calculation is possible. Further, when estimating blood pressure of a young group with a low degree of hardening of the blood vessel wall, parameters to be used may be changed according to the subject, such as omitting the phase shift parameter. This is because if the degree of hardening of the blood vessel wall is low, the importance of the parameter for reflecting the degree of the blood vessel wall in the estimated value of blood pressure is also low. Moreover, the parameter acquired from a heart rate signal should just be a parameter correlated with a blood-pressure value, and is not restricted to these examples.

本願の発明者らは、位相ズレｐ_ｐｗｔｔが、血圧値と相関があることを確認している。これについて、図６に基づいて説明する。図６は、位相ズレと従来法で測定された血圧値との相関関係を示すグラフであり、（ａ）は収縮期血圧とズレ時間（ｐ_ｐｗｔｔ）との相関を示し、（ｂ）は脈圧とズレ時間（ｐ_ｐｗｔｔ）との相関を示している。なお、ズレ時間は、位相ズレのパラメータｐ_ｐｗｔｔの値を意味する。 The inventors of the present application have confirmed that the phase shift p _pwtt has a correlation with the blood pressure value. This will be described with reference to FIG. FIG. 6 is a graph showing a correlation between a phase shift and a blood pressure value measured by a conventional method. (A) shows a correlation between systolic blood pressure and a shift time (p _pwtt ), and (b) shows a pulse. The correlation between pressure and displacement time (p _pwtt ) is shown. The shift time means the value of the phase shift parameter p _pwtt .

図６の（ａ）では、縦軸を血圧値、横軸をズレ時間とする座標平面上に、ズレ時間の測定時における収縮期血圧値をプロットしている。同様に、同図の（ｂ）では、縦軸を血圧値、横軸をズレ時間とする座標平面上に、ズレ時間の測定時における脈圧値をプロットしている。 In FIG. 6A, the systolic blood pressure value at the time of measuring the deviation time is plotted on a coordinate plane with the vertical axis representing the blood pressure value and the horizontal axis representing the deviation time. Similarly, in (b) of the figure, the pulse pressure value at the time of measuring the deviation time is plotted on a coordinate plane with the vertical axis representing the blood pressure value and the horizontal axis representing the deviation time.

すなわち、被検者の収縮期血圧を、血圧が変動し得るさまざまな負荷を与えながら複数回測定すると共に、その各測定時において上記の血圧推定システム１００を使用して位相ズレｐ_ｐｗｔｔを算出した。そして、各測定について、位相ズレｐ_ｐｗｔｔを横軸の値とし、収縮期血圧値を縦軸の値とする点をプロットしたグラフが図６の（ａ）である。 In other words, the systolic blood pressure of the subject was measured a plurality of times while giving various loads that may change the blood pressure, and the phase shift p _pwtt was calculated using the blood pressure estimation system 100 at each measurement. . _{FIG. 6A} is a graph plotting points where the phase shift p _pwtt is the horizontal axis value and the systolic blood pressure value is the vertical axis value for each measurement.

図６の（ａ）に示すように、収縮期血圧と位相ズレｐ_ｐｗｔｔとの間には、負の相関があり、その相関係数ｒの値は０．７５８であった。このように、収縮期血圧と、位相ズレｐ_ｐｗｔｔとの間には、強い負の相関関係がある。 As shown in FIG. 6 (a), there was a negative correlation between the systolic blood pressure and the phase shift p _pwtt, and the value of the correlation coefficient r was 0.758. Thus, there is a strong negative correlation between the systolic blood pressure and the phase shift p _pwtt .

また、図６の（ｂ）に示すように、脈圧と、位相ズレｐ_ｐｗｔｔとの間にも、負の相関係数があり、その相関係数ｒの値は０．７７１であった。このように、脈圧値と位相ズレｐ_ｐｗｔｔとの間にも、強い負の相関関係がある。脈圧の方が収縮期血圧よりも相関係数の値が大きいこと、および脈圧は収縮期血圧と拡張期血圧との差であることから、拡張期血圧値と位相ズレｐ_ｐｗｔｔとの間にも強い負の相関関係があると考えられる。 Further, as shown in FIG. 6B, there is a negative correlation coefficient between the pulse pressure and the phase shift p _pwtt, and the value of the correlation coefficient r is 0.771. Thus, there is also a strong negative correlation between the pulse pressure value and the phase shift p _pwtt . Since pulse pressure has a larger correlation coefficient value than systolic blood pressure, and pulse pressure is the difference between systolic blood pressure and diastolic blood pressure, the difference between diastolic blood pressure value and phase shift p _pwtt There is also a strong negative correlation.

よって、位相ズレのパラメータｐ_ｐｗｔｔを血圧の推定値に換算する係数を決定することができる。つまり、重相関により係数を決定することができる。他のパラメータについても同様であり、それぞれのパラメータの値を血圧の推定値に換算する係数を決定することができる。 Therefore, a coefficient for converting the phase shift parameter p _pwtt into an estimated value of blood pressure can be determined. That is, the coefficient can be determined by multiple correlation. The same applies to other parameters, and a coefficient for converting the value of each parameter into an estimated value of blood pressure can be determined.

そして、Ｐ_Ｅｓｔの値が実際の血圧値に近づくように、各パラメータから換算された血圧の推定値のそれぞれに重み付けをして、重み付け後の血圧の推定値を加算することによって、Ｐ_Ｅｓｔの値を算出することができる。例えば、各パラメータの変動が血圧推定値ＰＥｓｔの変動に寄与する寄与率に応じて係数を決定してもよい。 Then, each estimated value of blood pressure converted from each parameter is weighted so that the value of P _Est approaches the actual blood pressure value, and the estimated value of blood pressure after weighting is added, thereby adding the estimated value of P _Est . A value can be calculated. For example, the coefficient may be determined according to a contribution rate in which the variation of each parameter contributes to the variation of the blood pressure estimated value PEst.

つまり、上述の式（１）における係数α〜εは、各パラメータの値を血圧の推定値に換算する係数に、所定の重みを乗じた値である。また、式（１）におけるζは、重相関における一般項（ｙ切片を示す値）である。 That is, the coefficients α to ε in the above equation (1) are values obtained by multiplying the coefficient for converting the value of each parameter into an estimated value of blood pressure by a predetermined weight. In the equation (1), ζ is a general term (value indicating a y-intercept) in multiple correlation.

なお、各パラメータの値を血圧の推定値に反映させる方法はこの例に限られず、例えば単純な重み付け以外の方法で、各パラメータから換算された血圧の推定値からＰ_Ｅｓｔの値を算出してもよい。 The method of reflecting the value of each parameter in the estimated value of blood pressure is not limited to this example. For example, the value of P _Est is calculated from the estimated value of blood pressure converted from each parameter by a method other than simple weighting. Also good.

このように、式（１）における係数α〜εおよびζは、重相関によって決定するものであるから、血圧の推定を行うときには、係数α〜εおよびζを決定したときと同じ条件でマイクロ波を照射し、同じ条件で心拍性信号を抽出する必要がある。また、最適な係数は、収縮期血圧を推定するか、拡張期血圧を推定するか、あるいは脈圧を推定するかで異なり、血圧推定の対象者の年齢等によっても異なると考えられる。このため、収縮期血圧用の係数、拡張期血圧用の係数、若年層用の係数、高齢者用の係数、等のように複数組の係数を予め決定しておき、推定したい血圧の種別や対象者に応じた係数の組を使用して推定値の算出を行うようにしてもよい。 Thus, since the coefficients α to ε and ζ in the equation (1) are determined by multiple correlation, when estimating blood pressure, the microwaves are used under the same conditions as when the coefficients α to ε and ζ are determined. It is necessary to extract a heart rate signal under the same conditions. The optimum coefficient differs depending on whether systolic blood pressure is estimated, diastolic blood pressure is estimated, or pulse pressure is estimated, and is considered to be different depending on the age of the subject of blood pressure estimation. For this reason, a plurality of sets of coefficients such as a coefficient for systolic blood pressure, a coefficient for diastolic blood pressure, a coefficient for young people, a coefficient for elderly people, etc. are determined in advance, and the type of blood pressure to be estimated and The estimated value may be calculated using a set of coefficients corresponding to the target person.

（血圧推定システム１００の精度）
以下では、血圧推定システム１００の血圧推定精度について、図７に基づいて説明する。図７は、２人の被検者（被検者Ｓ_Ａ、被検者Ｓ_Ｂ）について、血圧推定システム１００によって求めた収縮期血圧の血圧推定値Ｐ_Ｅｓｔと、従来法で計測された収縮期血圧値Ｐ_ｈとの間の相関関係を示すグラフである。なお、図７の縦軸の「収縮期血圧予測値」は、血圧推定値Ｐ_Ｅｓｔである。 (Accuracy of blood pressure estimation system 100)
Hereinafter, blood pressure estimation accuracy of the blood pressure estimation system 100 will be described with reference to FIG. FIG. 7 shows the blood pressure estimated value P _Est of the systolic blood pressure obtained by the blood pressure estimation system 100 and the contraction measured by the conventional method for two subjects (subject S _A and subject S _B ). is a graph showing the correlation between the period blood pressure P _h. The “systolic blood pressure predicted value” on the vertical axis in FIG. 7 is the estimated blood pressure value P _Est .

図７に示すように、血圧推定値Ｐ_Ｅｓｔと従来法で計測された収縮期血圧値Ｐ_ｈとはよく一致しており、その相関係数は、被検者Ｓ_Ａに対してはｒ＝０．９５、被検者Ｓ_Ｂに対してはｒ＝０．８４であった。このように、血圧推定システム１００の血圧の推定精度は、推定のために被検者に一切触れる必要がないにもかかわらず、極めて高精度である。 As shown in FIG. 7 are consistent well with blood pressure estimate P _Est the conventional method in the measured systolic blood pressure value P _h, the correlation coefficient for the subject S _A r = 0.95, for the subject _{S B} was r = 0.84. Thus, the blood pressure estimation accuracy of the blood pressure estimation system 100 is extremely high although it is not necessary to touch the subject for estimation at all.

〔ソフトウェアによる実現例〕
血圧推定装置１０の制御部１（特に心拍性信号抽出部１１、パラメータ算出部１２および血圧推定値演算部１３）は、集積回路（ＩＣチップ）等に形成された論理回路（ハードウェア）によって実現してもよいし、ＣＰＵ（Central Processing Unit）を用いてソフトウェアによって実現してもよい。 [Example of software implementation]
The control unit 1 (particularly the heart rate signal extraction unit 11, the parameter calculation unit 12, and the blood pressure estimation value calculation unit 13) of the blood pressure estimation device 10 is realized by a logic circuit (hardware) formed in an integrated circuit (IC chip) or the like. Alternatively, it may be realized by software using a CPU (Central Processing Unit).

後者の場合、血圧推定装置１０は、各機能を実現するソフトウェアであるプログラムの命令を実行するＣＰＵ、上記プログラムおよび各種データがコンピュータ（またはＣＰＵ）で読み取り可能に記録されたＲＯＭ（Read Only Memory）または記憶装置（これらを「記録媒体」と称する）、上記プログラムを展開するＲＡＭ（Random Access Memory）などを備えている。そして、コンピュータ（またはＣＰＵ）が上記プログラムを上記記録媒体から読み取って実行することにより、本発明の目的が達成される。上記記録媒体としては、「一時的でない有形の媒体」、例えば、テープ、ディスク、カード、半導体メモリ、プログラマブルな論理回路などを用いることができる。また、上記プログラムは、該プログラムを伝送可能な任意の伝送媒体（通信ネットワークや放送波等）を介して上記コンピュータに供給されてもよい。なお、本発明は、上記プログラムが電子的な伝送によって具現化された、搬送波に埋め込まれたデータ信号の形態でも実現され得る。 In the latter case, the blood pressure estimation apparatus 10 includes a CPU that executes instructions of a program that is software that implements each function, and a ROM (Read Only Memory) in which the program and various data are recorded so as to be readable by the computer (or CPU). Alternatively, a storage device (these are referred to as “recording media”), a RAM (Random Access Memory) that expands the program, and the like are provided. And the objective of this invention is achieved when a computer (or CPU) reads the said program from the said recording medium and runs it. As the recording medium, a “non-temporary tangible medium” such as a tape, a disk, a card, a semiconductor memory, a programmable logic circuit, or the like can be used. The program may be supplied to the computer via an arbitrary transmission medium (such as a communication network or a broadcast wave) that can transmit the program. The present invention can also be realized in the form of a data signal embedded in a carrier wave in which the program is embodied by electronic transmission.

本発明は上述した実施形態に限定されるものではなく、請求項に示した範囲で種々の変更が可能である。すなわち、請求項に示した範囲で適宜変更した技術的手段を組み合わせて得られる実施形態についても本発明の技術的範囲に含まれる。 The present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made within the scope shown in the claims. That is, embodiments obtained by combining technical means appropriately modified within the scope of the claims are also included in the technical scope of the present invention.

本発明は、血圧の推定に利用することができる。 The present invention can be used for blood pressure estimation.

３ａ第１マイクロ波センサ
３ｂ第２マイクロ波センサ
１０血圧推定装置
１１心拍性信号抽出部（心拍性信号抽出手段）
１２パラメータ算出部（パラメータ算出手段）
１３血圧推定値演算部（血圧推定手段）
１００血圧推定システム
Ｓ３心拍性信号抽出ステップ
Ｓ４パラメータ算出ステップ
Ｓ５血圧推定ステップ 3a 1st microwave sensor 3b 2nd microwave sensor 10 Blood pressure estimation apparatus 11 Heart rate signal extraction part (Heart rate signal extraction means)
12 Parameter calculation unit (parameter calculation means)
13 Blood pressure estimated value calculation section (blood pressure estimating means)
100 Blood Pressure Estimation System S3 Heart Rate Signal Extraction Step S4 Parameter Calculation Step S5 Blood Pressure Estimation Step

Claims

生体の血圧の推定値を算出する血圧推定装置であって、
上記生体の体幹部に対して照射されたマイクロ波が該体幹部で反射した反射波の信号であって、上記生体の血圧の情報を含む信号から第１心拍性信号を抽出すると共に、上記生体の四肢の何れかに対して照射されたマイクロ波が該四肢で反射した反射波の信号であって、上記生体の血圧の情報を含む信号から第２心拍性信号を抽出する心拍性信号抽出手段と、
抽出された上記第１心拍性信号および上記第２心拍性信号を解析して、血圧値に相関関係のある所定のパラメータを算出するパラメータ算出手段と、
算出された上記パラメータから、上記相関関係に基づく所定の演算により、上記生体の血圧の推定値を算出する血圧推定手段と、を備え、
上記第１心拍性信号または上記第２心拍性信号の一周期の波形には、振幅の異なる２つのピークが含まれており、
上記パラメータ算出手段は、上記２つのピークの振幅の比を上記パラメータの１つとして算出することを特徴とする血圧推定装置。 A blood pressure estimation device for calculating an estimated value of blood pressure of a living body,
The microwave irradiated to the trunk of the living body is a reflected wave signal reflected by the trunk, and a first heart rate signal is extracted from the signal including information on the blood pressure of the living body, and the living body A heartbeat signal extracting means for extracting a second heartbeat signal from a signal including reflected information of a blood pressure of the living body, which is a reflected wave signal reflected by the extremity of the microwave irradiated to any one of the extremities When,
Parameter calculating means for analyzing the extracted first heart rate signal and the second heart rate signal and calculating a predetermined parameter correlated with a blood pressure value;
Blood pressure estimating means for calculating an estimated value of the blood pressure of the living body from the calculated parameter by a predetermined calculation based on the correlation ,
The one-cycle waveform of the first heartbeat signal or the second heartbeat signal includes two peaks having different amplitudes,
The blood pressure estimation apparatus , wherein the parameter calculation means calculates a ratio of amplitudes of the two peaks as one of the parameters .

上記パラメータ算出手段は、上記第１心拍性信号と上記第２心拍性信号との位相のズレを上記パラメータの１つとして算出することを特徴とする請求項１に記載の血圧推定装置。 The blood pressure estimation apparatus according to claim 1, wherein the parameter calculation means calculates a phase shift between the first heart rate signal and the second heart rate signal as one of the parameters.

上記パラメータ算出手段は、上記第１心拍性信号または上記第２心拍性信号の周期または周波数を上記パラメータの１つとして算出すると共に、上記第１心拍性信号または上記第２心拍性信号の振幅を上記パラメータの他の１つとして算出することを特徴とする請求項１または２に記載の血圧推定装置。 The parameter calculation means calculates the period or frequency of the first heart rate signal or the second heart rate signal as one of the parameters, and calculates the amplitude of the first heart rate signal or the second heart rate signal. The blood pressure estimation apparatus according to claim 1, wherein the blood pressure estimation apparatus is calculated as another one of the parameters.

上記生体の体幹部に対して照射されたマイクロ波が該体幹部で反射した反射波の信号を受信する第１マイクロ波センサと、
上記生体の四肢の何れかに対して照射されたマイクロ波が該四肢で反射した反射波の信号を受信する第２マイクロ波センサと、
請求項１から３のいずれか１項に記載の血圧推定装置と、を備える、
ことを特徴とする血圧推定システム。 A first microwave sensor for receiving a signal of a reflected wave reflected by the trunk of the microwave irradiated to the trunk of the living body;
A second microwave sensor that receives a signal of a reflected wave reflected by the limb of the microwave applied to any one of the limbs of the living body;
A blood pressure estimation device according to any one of claims 1 to 3 ,
A blood pressure estimation system characterized by that.

生体の血圧の推定値を算出する血圧推定装置としてコンピュータを機能させるための制御プログラムであって、
上記生体の体幹部に対して照射されたマイクロ波が該体幹部で反射した反射波の信号であって、上記生体の血圧の情報を含む信号から第１心拍性信号を抽出すると共に、上記生体の四肢の何れかに対して照射されたマイクロ波が該四肢で反射した反射波の信号であって、上記生体の血圧の情報を含む信号から第２心拍性信号を抽出する心拍性信号抽出ステップと、
取得された上記第１心拍性信号および上記第２心拍性信号を解析して、血圧値に相関関係のある所定のパラメータを算出するパラメータ算出ステップと、
算出された上記パラメータから、上記相関関係に基づく所定の演算により、上記生体の血圧の推定値を算出する血圧推定ステップと、を上記コンピュータに実行させ、
上記第１心拍性信号または上記第２心拍性信号の一周期の波形には、振幅の異なる２つのピークが含まれており、
上記パラメータ算出ステップでは、上記２つのピークの振幅の比を上記パラメータの１つとして算出することを特徴とする制御プログラム。 A control program for causing a computer to function as a blood pressure estimation device that calculates an estimated value of blood pressure of a living body,
The microwave irradiated to the trunk of the living body is a reflected wave signal reflected by the trunk, and a first heart rate signal is extracted from the signal including information on the blood pressure of the living body, and the living body A heartbeat signal extraction step of extracting a second heartbeat signal from a signal that is a reflected wave signal reflected by the extremity and applied to any one of the extremities, and includes information on blood pressure of the living body When,
A parameter calculating step of analyzing the acquired first heart rate signal and the second heart rate signal and calculating a predetermined parameter correlated with a blood pressure value;
Causing the computer to execute a blood pressure estimating step of calculating an estimated value of the blood pressure of the living body from the calculated parameter by a predetermined calculation based on the correlation ,
The one-cycle waveform of the first heartbeat signal or the second heartbeat signal includes two peaks having different amplitudes,
In the parameter calculation step, a ratio of the amplitude of the two peaks is calculated as one of the parameters .